NO884723L

NO884723L - DEVICE FOR A PROSTHESIS WITH A JOINT BETWEEN FOOT AND BODY.

Info

Publication number: NO884723L
Application number: NO884723A
Authority: NO
Inventors: Yngve Ljungblad
Original assignee: Yngve Ljungblad
Priority date: 1987-02-25
Filing date: 1988-10-24
Publication date: 1988-10-24
Also published as: DK585088A; DK585088D0; NO884723D0

Description

Foreliggende oppfinnelse angår en anordning ved en protese, i hvilken protese fot og underben er innbyrdes forbundet med et ledd som tillater relative bevegelser mellom protesefoten og underbenet under motstand fra elastiske dempningsorganer som er anordnet i det minste på begge sider av leddet. The present invention relates to a device for a prosthesis, in which the prosthetic foot and lower leg are mutually connected with a joint that allows relative movements between the prosthetic foot and the lower leg under resistance from elastic damping means which are arranged at least on both sides of the joint.

Mange forsøk er gjort på å fremstille ben- eller fotproteser med en protesefot som i størst mulig utstrekning fungerer på samme måte som den biologiske foten hva angår bevegelsesmulig-heter og -mønster og følelsen av den nødvendige støhet, og opp-leves som en sådan under gange, ikke bare på flat mark, men også i nedover- og oppoverbakker. Disse forsøkene har imidlertid ikke gitt tilfredsstillende resultater, så fremdeles gjenstår i en viss grad de nevnte problemene, som således har vist seg å være temmelig vanskelige å løse definitivt. Dette bevitnes også av den omfattende patentlitteraturen som er tilgjengelig på den aktuelle området, og som viser en mengde forslag til forskjellige løsninger. Many attempts have been made to produce leg or foot prostheses with a prosthetic foot which, to the greatest extent possible, functions in the same way as the biological foot in terms of movement options and patterns and the feeling of the necessary stability, and is experienced as such during walking, not only on flat ground, but also on downhill and uphill slopes. However, these attempts have not yielded satisfactory results, so the aforementioned problems still remain to a certain extent, which have thus proved to be rather difficult to solve definitively. This is also evidenced by the extensive patent literature available in the area in question, which shows a multitude of proposals for different solutions.

Vanligvis bygger disse kjente løsningene på anvendelse av en leddaksel som er anordnet i fotens tverretning, og som det er anordnet et sfærisk kulelager på, hvilket kulelager gir fleksibilitet i hovedsakelig alle retninger. Med denne type leddkonstruksjon oppnås imidlertid ikke den nødvendige støhet, ikke engang ved bruk av såvel foran som bak leddakselen anordnede dempe-puter av gummi eller lignende materiale, og av denne grunn er denne type protesefot meget besværlig å gå med, til og med på plant underlag, og på det nærmeste umulig å gå Generally, these known solutions are based on the use of a joint shaft which is arranged in the transverse direction of the foot, and on which a spherical ball bearing is arranged, which ball bearing provides flexibility in essentially all directions. With this type of joint construction, however, the necessary stability is not achieved, not even with the use of damping pads made of rubber or similar material arranged both in front and behind the joint shaft, and for this reason this type of prosthetic foot is very difficult to walk on, even on level ground ground, and almost impossible to walk on

med i nedover- og oppoverbakker og opp og ned trapper. with downhill and uphill slopes and up and down stairs.

For å oppnå bevegelse i alle retninger for en fotprotese i forhold til protese-underbenet, er det også tidligere kjent å utforme fotprotesen som en hul, sammenhengende kjerne som i og for seg skal utgjøre ett leddsystem, og som uten elastiske eller leddede elementer er stivt forbundet med en benprotese-adapter, hvorved ledd- og støttefunksjonene som ønskes under gange, i hovedsak skal tilveiebringes ved direkte kontakt mellom den styrende benprotese-adapteren og fotens hule kjerne. Dette innebærer imidlertid store påkjenninger på materialet i fot-protesens kjerne, og for å oppnå den etterstrebede leddfunksjonen, må kjernens vegger være forholdsvis tynne, og dermed vil det til denne protesekonstruksjon være tilknyttet et motsetningsforhold mellom den nødvendige styrke overfor statiske påkjenninger og bevegeligheten, hvilke egenskaper ikke er mulige å forene i hittil kjente materialer uten risiko for sammenbrudd på en eller annen måte. Såvidt vites har derfor denne kjente konstruksjonen ikke fått noen praktisk anvendelse. In order to achieve movement in all directions for a foot prosthesis in relation to the prosthetic lower leg, it is also previously known to design the foot prosthesis as a hollow, continuous core which in and of itself should constitute a joint system, and which is rigid without elastic or articulated elements connected with a prosthetic leg adapter, whereby the joint and support functions desired during walking are essentially to be provided by direct contact between the guiding prosthetic leg adapter and the hollow core of the foot. However, this involves great stress on the material in the core of the foot prosthesis, and in order to achieve the desired joint function, the walls of the core must be relatively thin, and thus this prosthetic construction will be associated with a conflicting relationship between the required strength against static stresses and the mobility, which properties are not possible to combine in previously known materials without the risk of breakdown in one way or another. As far as is known, therefore, this known construction has not found any practical application.

De fleste av de kjente fotprotesene har videre den ulempe at de ofte gir slitasje i friske kne- og hofteledd, og de har en innebygd ubalanse som gjør det vanskeligere for brukeren å gå, selv på plant underlag, enn det som egentlig burde være tilfelle. Dette resulterer også i en forholdsvis rask deformering av protesefoten som derfor må byttes ut forholdsvis ofte, på samme måte som brukte sko, som på grunn av denne forholdsvis raske deformering av protesefoten også blir slitt raskt og uj evnt. Most of the known foot prostheses also have the disadvantage that they often cause wear and tear in healthy knee and hip joints, and they have a built-in imbalance that makes it more difficult for the user to walk, even on level ground, than should actually be the case. This also results in relatively rapid deformation of the prosthetic foot, which must therefore be replaced relatively often, in the same way as used shoes, which due to this relatively rapid deformation of the prosthetic foot are also worn quickly and unevenly.

Hensikten med foreliggende oppfinnelse er derfor å tilveiebringe en fotprotese eller en benprotese som inneholder en protesefot som ikke har de ovennevnte ulempene, men er av en slik beskaffenhet at den i alt vesentlig fungerer som en biologisk fot hva angår gangbarhet på plant underlag, i nedover- og oppoverbakker og opp og ned trapper, og som dessuten ikke medfører slitasje i friske kne- og hofteledd. The purpose of the present invention is therefore to provide a foot prosthesis or a leg prosthesis which contains a prosthetic foot which does not have the above-mentioned disadvantages, but is of such a nature that it essentially functions as a biological foot in terms of walking on level ground, in downwards- and uphill and up and down stairs, and which also does not cause wear and tear on healthy knee and hip joints.

Dette oppnås ved at protesen, ifølge foreliggende oppfinnelse, er utstyrt med de i patentkravene angitte karakteris-tiske trekk. This is achieved by the prosthesis, according to the present invention, being equipped with the characteristic features stated in the patent claims.

I det følgende beskrives oppfinnelsen nærmere, under henvisning til de vedføyde tegningene, hvor In the following, the invention is described in more detail, with reference to the attached drawings, where

FIG. 1 viser foreliggende protesefot sett fra undersiden FIG. 2 viser et snitt gjennom protesefoten langs linjen II-II i Fig. 1, og FIG. 3 viser foreliggende fotprotese med de enkelte deler rykket fra hverandre for klarhetens skyld. FIG. 1 shows the present prosthetic foot seen from the underside FIG. 2 shows a section through the prosthetic foot along the line II-II in Fig. 1, and FIG. 3 shows the present foot prosthesis with the individual parts pulled apart for the sake of clarity.

I fotprotesen ifølge oppfinnelsen inngår en stiv, homogen kjerne 1, fortrinnsvis av tre, eventuelt med limfuge og ilimte plugger 2 av tre eller annet likeverdig materiale for å unngå sprekkdannelse eller lignende. På kjernens underside er det festet et legeme av elastisk materiale som danner fotens tåparti 3 og fotsåle 4 med hel 5, hvorved skillelinjen mellom tåparti 3 og fotsåle 4 markeres med en linje 6. Overgangen mellom tåpartiet 3 og kjernen 1 er innrettet slik at tåpartiet 3 innbefatter et ledd som tilsvarer et tåledd og som utgjøres av bøyeligheten i det elastiske materialet som anvendes i tåpartiet, f.eks. gummi, gummiblanding eller tilsvarende plastmateriale, og det anvendte materialet i tåpartiet 3 bør ha større hardhet enn materialet i fotsålen 4 og helen 5, eksempelvis 40-80 Shore, fortrinnsvis 60 Shore, henholdsvis 30-70 Shore, fortrinnsvis 40-50 Shore. The foot prosthesis according to the invention includes a rigid, homogeneous core 1, preferably made of wood, possibly with an adhesive joint and glued plugs 2 of wood or other equivalent material to avoid cracking or the like. On the underside of the core, a body of elastic material is attached which forms the foot's toe part 3 and foot sole 4 with whole 5, whereby the dividing line between toe part 3 and foot sole 4 is marked with a line 6. The transition between the toe part 3 and the core 1 is arranged so that the toe part 3 includes a joint which corresponds to a toe joint and which is constituted by the flexibility of the elastic material used in the toe section, e.g. rubber, rubber compound or similar plastic material, and the material used in the toe part 3 should have a greater hardness than the material in the sole 4 and heel 5, for example 40-80 Shore, preferably 60 Shore, respectively 30-70 Shore, preferably 40-50 Shore.

Legemet som omfatter tåpartiet 3 og fotsålen 4 med helen The body comprising the toe part 3 and the sole of the foot 4 with the heel

5, er fast forbundet med kjernen 1 i det minste frem til punktet A, som i Fig. 2 er vist beliggende rett ovenfor tråpute-partiets 7 ballenlinje B, som foten bøyer seg om ved gange og bak hvilken fotsålen hvelves i sitt fotbueparti 8 for at fotprotesen skal passe til alle typer sko. Fotsålen 4 har videre sin underside utformet slik at med protesefoten oppstillt på et flatt underlag 9, skal linjen B på samme måte som helens 5 underside være paralell med underlaget. Ved den på tegningene viste utførelsesform av oppfinnelsen er fotsålen 4 med helen 5 løst anbragt fra punkt A i forhold til kjernen 1, og er sammen med helen 5 bevegelig forbundet med kjernens bakre parti ved hjelp av en innstillingsanordning 10, og med hjelp av denne er helen 5 innstillbar i vertikal retning i forhold til fotsålens tråpute-parti 7, hvorved det muliggjøres for protesebæreren å anvende sko med forskjellig hælhøyde, og å gå på vanlig måte med protesen sko. 5, is firmly connected to the core 1 at least up to the point A, which in Fig. 2 is shown located directly above the ball line B of the foot pad part 7, around which the foot bends when walking and behind which the sole of the foot is vaulted in its arch part 8 for that the foot prosthesis must fit all types of shoes. The sole of the foot 4 also has its underside designed so that with the prosthetic foot placed on a flat surface 9, the line B must be parallel to the surface in the same way as the underside of the heel 5. In the embodiment of the invention shown in the drawings, the foot sole 4 with the heel 5 is loosely placed from point A in relation to the core 1, and together with the heel 5 is movably connected to the rear part of the core by means of a setting device 10, and with the help of this the heel 5 can be adjusted in the vertical direction in relation to the foot pad part 7 of the sole of the foot, whereby it is possible for the prosthesis wearer to use shoes with different heel heights, and to walk in the usual way with the prosthetic shoes.

Innstillingsanordningen 10 kan på i for seg kjent måte omfatte en innstillingsskrue 11, som er dreibart, men ikke aksialt forskyvbart innfestet i en trykk-opptagende og - fordelende plate 12 som er forankret i eller ved helen 5, og innstillingsanordningen strekker seg gjennom en innvendig gjenget hylse 13 som er fast anordnet i kjernen 1. Ovenfor denne strekker innstillingsskruen 11 seg med fri tilpasning opp gjennom et hull 14 i kjernen 1, og er ved sin øvre ende fast forbundet med en dreiefast tråd 15, eksempelvis en wire, som er forsynt med en dreieknapp 16. Med hjelp av dreieknappen 16 kan protesebæreren, uten å behøve å bøye seg, for hånd dreie innstillingsskruen, og dermed forskyve helen 5 fra og mot kjernen 1 for innstilling av denne i ønsket vertikal posisjon i avhengighet av helhøyden til skoen som benyttes, idet helen 5 takket være det elastiske materialet i forsålen er svingbar i forhold til tåpartiet 3 og tråpute-partiet 7, hvilke partier er fast forbundet med kjernen 1. The setting device 10 can in a manner known per se comprise a setting screw 11, which is rotatable, but not axially displaceable fixed in a pressure-absorbing and - distributing plate 12 which is anchored in or at the heel 5, and the setting device extends through an internally threaded sleeve 13 which is fixedly arranged in the core 1. Above this, the setting screw 11 extends with free adaptation up through a hole 14 in the core 1, and is firmly connected at its upper end with a rotatable wire 15, for example a wire, which is provided with a rotary knob 16. Using the rotary knob 16, the prosthesis wearer can, without having to bend over, turn the setting screw by hand, and thus move the heel 5 away from and towards the core 1 to set it in the desired vertical position depending on the overall height of the shoe being used , as the heel 5 is pivotable thanks to the elastic material in the foresole in relation to the toe part 3 and the foot pad part 7, which parts are firmly connected to the core 1.

I Fig. 3 vises at innstillingsanordningen også innbefatter en låseskive 17 som når den er fastskrudd på den i kjernen 1 anbragte hylsen 13, befinner seg i et deleplan 18 mellom to deler 19, 20 av kjernens bakparti, hvilke deler 19, 20 er sammenføyd med hverandre, og den øvre delen 19 kan vært fastlimt aller fastskrudd til underdelen 20. Videre fremgår av Fig. 3 at innstillingskruen 11 ved sin nedre ende er forsynt med en glidelagerflens 21 for glidende opplagret anlegg mot en tilsvarende glidelager-flens 22 i en hylse 24 som er anordnet i et hull 23 i platen 12, samt er låst mot aksialforskyvning av en skrue 25 som ligger an i den side av platen som er vendt mot helen 5 og er innskrudd i innstillingsskruen. In Fig. 3 it is shown that the setting device also includes a locking disc 17 which, when it is screwed onto the sleeve 13 arranged in the core 1, is located in a dividing plane 18 between two parts 19, 20 of the rear part of the core, which parts 19, 20 are joined with each other, and the upper part 19 may have been glued or screwed to the lower part 20. Furthermore, it appears from Fig. 3 that the adjusting screw 11 is provided at its lower end with a slide bearing flange 21 for a sliding bearing against a corresponding slide bearing flange 22 in a sleeve 24 which is arranged in a hole 23 in the plate 12, and is locked against axial displacement by a screw 25 which rests on the side of the plate which faces the heel 5 and is screwed into the setting screw.

Videre er foreliggende fotprotese forsynt med en adapter 26 for fast forbindelse med et protese-underben, hvilken adapter 2 6 er ledd-forbundet med protesefotens kjerne 1 via en ledd-anordning 27 med en stiv, dvs. ikke bøyelig, leddpinne 28 som strekker seg gjennom ledd-anordningen og kjernen 1. Denne leddpinnen skal danne rett vinkel med underlaget 9 når protesefoten i samsvar med oppfinnelsen, når korrekt innstillt for gange, hviler med sitt tråpute-parti 7 og sin hel mot underlaget 9. Dette innebærer eksempelvis at i Fig. 2 vises protesefoten innstilt for å bære en sko med en helhøyde som tilsvarer avstanden mellom helens underside og underlaget 9 minus skosålens tykkelse ved fotsålens tråpute-parti 7. Leddpinnen 28, hvis lengdeakse i nevnte normalstilling faller sammen med lengdeaksen til adapterens festeorgan 29 og det ikke viste protese-underbenets festeorgan som kan sammenkoples med festeorganet 29, er videre orientert på en slik måte at dens forlengede lengdeakse skjærer fotsålens underside midt på denne, og dette skjæringspunktet vises i Fig. 1 sammen med fotsålen projisert på underlaget, og betegnes med C. Gjennom dette punktet C strekker det seg en linje D, som i Fig. 1 vises sammenfallende med snittlinjen II-II, og som skjærer ballenlinjen B i rett vinkel og oppviser protesefotens "gangretning", i forhold til hvilken protesefoten er oppbygd på tilsiktet vis under hensyntagen til bærerens egenart, i det minste hva angår inn- og utpekende tær, og formet for å passe til vanlige sko. Furthermore, the present foot prosthesis is provided with an adapter 26 for fixed connection with a prosthetic lower leg, which adapter 26 is articulated with the core 1 of the prosthetic foot via a joint device 27 with a rigid, i.e. non-flexible, joint pin 28 which extends through the joint device and the core 1. This joint pin must form a right angle with the substrate 9 when the prosthetic foot in accordance with the invention, when correctly adjusted for walking, rests with its foot pad part 7 and its whole against the substrate 9. This means, for example, that in Fig 2, the prosthetic foot is shown adjusted to wear a shoe with a full height corresponding to the distance between the underside of the heel and the base 9 minus the thickness of the shoe sole at the foot pad portion 7 of the sole of the foot. not shown, the attachment member of the prosthetic lower leg, which can be connected to the attachment member 29, is further oriented in such a way that its extended longitudinal axis intersects the sole of the foot one's underside in the middle of this, and this point of intersection is shown in Fig. 1 together with the sole of the foot projected on the ground, and is denoted by C. Through this point C, a line D extends, which in Fig. 1 is shown coinciding with the section line II-II, and which intersects the ball line B at a right angle and shows the "direction of gait" of the prosthetic foot, in relation to which the prosthetic foot is purposefully constructed taking into account the wearer's characteristics, at least as far as in and out toes are concerned, and shaped to fit normal shoes .

Leddpinnen 28 strekker seg uten klaring gjennom et hull 30 The joint pin 28 extends without clearance through a hole 30

i kjernen 1, og er gjenget på sin nedre del, samt forsynt med en mutter 31 og en skive 32 mellom mutteren og kjernen 1. Mutteren 31 er tilgjengelig fra fotprotesens fotsåle gjennom et hull 33 i denne. En støttevogge 34 er festet oppe på kjernen 1, og voggens øvre langsgående kanter er avfaset på skrå nedover-utover, og leddpinnen 28 strekker seg gjennom denne, fortrinnsvis uten klaring. Støttevoggen kan være utformet i ett stykke med kjernen 1, og behøver således ikke å utgjøre en separat del. I støttevoggen 34 er det anordnet et lager-legeme 35 av elastisk materiale, eksempelvis gummi eller tilsvarende plastmateriale med en hardhet på 60-100 Shore, fortrinnsvis 90 Shore, og dette legemet har sete i støttevoggen 34, hvorved sete-flåtene, dvs. ledd-legemets og støttevoggens mot hverandre anliggende flater, ikke behøver å være sirkulære, slik de er vist på tegningene, men kan ha en hvilken som helst annen form med innbyrdes overensstemmelse. Derimot skal lager-legemets lengdeakse være anordnet i rett vinkel i forhold til fotens gangretning, og dens overside skal være bueformet og fortrinnsvis halvsirkulær for å samvirke med en deksel-del 36 som er utformet på tilsvarende måte og fortrinnsvis halvsirkulært, hvilken deksel-del inngår som en del i adapteren 26 og ligger an mot og bæres av lager-legemet 35. in the core 1, and is threaded on its lower part, as well as provided with a nut 31 and a disc 32 between the nut and the core 1. The nut 31 is accessible from the sole of the foot prosthesis through a hole 33 in this. A support cradle 34 is attached to the top of the core 1, and the cradle's upper longitudinal edges are chamfered at an angle downwards-outwards, and the joint pin 28 extends through this, preferably without clearance. The support cradle can be designed in one piece with the core 1, and thus does not need to form a separate part. In the support cradle 34, a bearing body 35 of elastic material, for example rubber or similar plastic material with a hardness of 60-100 Shore, preferably 90 Shore, is arranged, and this body has a seat in the support cradle 34, whereby the seat rafts, i.e. joints -the surfaces of the body and the supporting cradle which are in contact with each other do not have to be circular, as shown in the drawings, but can have any other shape with mutual agreement. In contrast, the bearing body's longitudinal axis must be arranged at right angles to the foot's direction of travel, and its upper side must be arched and preferably semi-circular in order to cooperate with a cover part 36 which is designed in a similar way and preferably semi-circular, which cover part is included as part of the adapter 26 and rests against and is supported by the bearing body 35.

Leddpinnen 34 strekker seg også gjennom et hull 37 i lager-legemet 35 og gjennom et hull 38 i deksel-delen, og sistnevnte hull er utformet avlangt i gangretningen og kan ha større bredde enn leddpinnens dismeter. Takket være den avlange utformingen i gangretningen av hullet 38 i deksel-delen 36, muliggjøres relativ bevegelse mellom adapteren 26 og protesefoten rundt en akse som er parallell med ballenlinjen B og som ligger i krumningssenteret for lager-legemets og deksel-delens mot hverandre anliggende flater, mot virkningen av friksjonskrefter som opptrer mellom lager-legemet 35 og deksel-delen 36. Dette betyr at adapteren kan dreie seg forover og bakover i et vertikalplan i gangretningen. The pivot pin 34 also extends through a hole 37 in the bearing body 35 and through a hole 38 in the cover part, and the latter hole is designed to be elongated in the walking direction and may have a greater width than the diameter of the pivot pin. Thanks to the elongated design in the direction of travel of the hole 38 in the cover part 36, relative movement is enabled between the adapter 26 and the prosthetic foot around an axis which is parallel to the ball line B and which lies in the center of curvature of the opposing surfaces of the bearing body and the cover part , against the effect of frictional forces that occur between the bearing body 35 and the cover part 36. This means that the adapter can turn forwards and backwards in a vertical plane in the direction of walking.

For å hemme denne bevegelsen ytterligere er adapteren 26 forsynt med utstikkende og forsterkede støtteflenser 3 9 hhv. 4 0 på sin forside og bakside, hvilke støtteflenser også i normalstillingen som vises i Fig. 2 ligger an mot hvert sitt dempeorgan 41 hhv. 42 anordnet på protesefotens kjerne 1, idet hvert av disse har form av elastiske plast- eller gummiputer med en hardhet på 40-70 Shore, fortrinnsvis 50-60 Shore. Så snart adapteren 26 dreies, byr således det aktuelle dempeorgan 41 eller 42 gjennom komprimering på en motstand som øker med økt bevegelsesutslag, og medvirker deretter til å føre foten tilbake til normalstillingen som vises i Fig. 2. På denne måten oppnås ingen brå stopp, men en suksessiv oppbremsing av bevegelsene, og i denne sammenheng har protesebærerens kroppsvekt og benstyrke stor betydning. To inhibit this movement further, the adapter 26 is provided with protruding and reinforced support flanges 3 9 respectively. 4 0 on its front and back, which support flanges, also in the normal position shown in Fig. 2, are abutted against each respective damping member 41 or 42 arranged on the core 1 of the prosthetic foot, each of these having the form of elastic plastic or rubber pads with a hardness of 40-70 Shore, preferably 50-60 Shore. As soon as the adapter 26 is turned, the relevant damping member 41 or 42 thus offers, through compression, a resistance that increases with increased range of motion, and then helps to bring the foot back to the normal position shown in Fig. 2. In this way, no sudden stop is achieved, but a successive slowing down of the movements, and in this context the prosthesis wearer's body weight and leg strength are of great importance.

For å eliminere denne betydning, er det i samsvar med foreliggende oppfinnelse anordnet en trykkfjær 4 3 på utskiftbar måte i det fremre dempeorganet 41, og trykkfjærens fjærkraft tilpasses til protesebærerens vekt: desto tyngere person, jo kraftigere fjær. Fjæren 43 kan ligge forsenket i et hull 45 i kjernen, forsynt med en beskyttelseshylse 44, hvorved fjæren kan være forsynt med styrestifter 46 ved sine ender som ligger an mot hullets bunn og mot støtteflensen 39. Videre er det anordnet et elastisk bremsesjikt 47 av gummi eller tilsvarende plstmateriale med en hardhet på 70-100 Shore, fortrinnsvis 90 Shore, og som blir holdt i anlegg og presset mot deksel-delen 36 i adapteren 26 av en stiv presskive 48, som på samme måte som bremsesjiktet 47 gjennomtrenges uten klaring av leddpinnen 28, som ligger an med et hode 49 mot presskiven 48. Ved hjelp av leddpinnen 28 holdes således hele leddanordningen 27 sammen, og leddanordningens fleksibilitet og bevegelighet kan dermed reguleres helt etter behov og tilpasses til protesebærerens vekt og benstyrke ved dreining av leddpinnens hode 49 eller mutter 31. In order to eliminate this importance, in accordance with the present invention, a compression spring 43 is arranged in a replaceable manner in the front damping member 41, and the spring force of the compression spring is adapted to the weight of the prosthesis wearer: the heavier the person, the stronger the spring. The spring 43 can be recessed in a hole 45 in the core, provided with a protective sleeve 44, whereby the spring can be provided with guide pins 46 at its ends which abut against the bottom of the hole and against the support flange 39. Furthermore, an elastic braking layer 47 made of rubber is arranged or similar plastic material with a hardness of 70-100 Shore, preferably 90 Shore, and which is held in contact and pressed against the cover part 36 in the adapter 26 by a rigid pressing disc 48, which, in the same way as the brake layer 47, is penetrated without clearance by the joint pin 28, which abuts with a head 49 against the pressure disc 48. With the help of the joint pin 28, the entire joint device 27 is thus held together, and the joint device's flexibility and mobility can thus be fully regulated as needed and adapted to the prosthesis wearer's weight and leg strength by turning the joint pin's head 49 or nut 31.

Med dette arrangementet ifølge oppfinnelsen oppnås også en viss bevegelighet sideveis, ved at lager-legemet 35 og bremse sjiktet 47 er laget av ettergivende materiale. Det elastiske bremsesjiktet 47 bidrar i stor utstrekning til den foreliggende protesens unike funksjon angående muligheten for å gå også i nedover- og oppoverbakker uten problemer, og uten at benet engang tenderer mot å gi seg. Ved gange i nedoverbakke settes som kjent først helen mot underlaget, samtidig som foten forøvrig ikke får noen støtte fra undersiden, og dette innebærer at i nedsettings-øyeblikket utsettes protesefoten nedenfra for en oppadrettet kraft som avhenger av protesebærerens vekt, og som gir et transient dreiemoment som vil vri protesefoten nedover mot underlaget og mot virkningen av det bakre dempeorganet 42, hvilket dempeorgan dog byr på lavest motstand i begynnelsen og derfor til å begynne med ikke kan motvirke det omtalte dreiemomentet. Dette transiente dreiemomentet opptas imidlertid ifølge oppfinnelsen av bremsesjiktet 47 som ligger an mot adapterens deksel-del 36, sammen med lager-legemet 35 som like-ledes ligger an mot deksel-delen 36, på en så effektiv måte at protesebæreren opplever sin protesefot som den skulle være en virkelig fot, i det minste hva angår støhet og tilpasset bevegelighet. With this arrangement according to the invention, a certain lateral mobility is also achieved, in that the bearing body 35 and the brake layer 47 are made of compliant material. The elastic braking layer 47 contributes to a large extent to the unique function of the present prosthesis regarding the possibility to walk also on downhill and uphill slopes without problems, and without the leg even tending to give way. When walking downhill, as is known, the heel is first placed against the ground, while the foot otherwise receives no support from the underside, and this means that at the moment of lowering, the prosthetic foot is exposed from below to an upward force that depends on the weight of the prosthesis wearer, and which produces a transient torque which will twist the prosthetic foot downwards towards the surface and against the action of the rear damping member 42, which damping member, however, offers the lowest resistance at the beginning and therefore initially cannot counteract the mentioned torque. However, according to the invention, this transient torque is taken up by the brake layer 47 which rests against the cover part 36 of the adapter, together with the bearing body 35 which also rests against the cover part 36, in such an efficient way that the prosthesis wearer experiences his prosthetic foot as the should be a real foot, at least in terms of stability and adapted mobility.

På samme måte fungerer bremsesjiktet 47 og lager-legemet The brake layer 47 and the bearing body work in the same way

35 ved gange i motbakke. I dette tilfelle virker den oppadret-tede kraften som avhenger av protesebærerens vekt på protesefotens tråpute-parti, og resulterer i et transient dreiemoment som vil vri protesefoten i motsatt retning og mot virkningen av det fremre dempeorganet 41. Momentarmen blir da lenger enn den momentarmen som frembringes ved isetting av helen, men dette kompenseres til slutt av trykkfjæren 43 som er vekttilpasset og anordnet i det fremre dempeorganet 41. Dessuten kan også det fremre dempeorganet 41 gjøres større og gis større hardhet enn det bakre dempeorganet 42. 35 when walking uphill. In this case, the upward force which depends on the prosthesis wearer's weight acts on the foot pad part of the prosthetic foot, and results in a transient torque which will turn the prosthetic foot in the opposite direction and against the action of the front damping member 41. The moment arm is then longer than the moment arm which is produced by inserting the heel, but this is eventually compensated by the compression spring 43 which is adapted to the weight and arranged in the front damping member 41. In addition, the front damping member 41 can also be made larger and given greater hardness than the rear damping member 42.

En annen viktig funksjon for å gjøre en fotprotese gangvennlig og gangriktig er fraskyvet i steget, og denne funksjon, som er direkte avhengig av den styrkede og vekttil-passede leddfunksjonen hos foreliggende protese, finnes også innebygget i denne, og nærmere bestemt i dens tåparti 3 som består av elastisk materiale, ved at dettes lengde frem til kjernen 1 er tilpasset til protesebærerens vekt og benstyrke, og ved at materialet i tåpartiet 3 har større hardhet enn i sålen 4. Videre bør tåpartiet 3 ha hvelvet eller skålformet overside, hvilket gir større motstand mot bøying av tåpartiet enn et flatt tåparti. I tåpartiet 3 er det med andre ord innebygget en motstand mot bøying som er tilpasset til protesebærerens vekt og benstyrke, og som det bremsede leddet 27 greier å ta seg av, slik at tåpartiet 3 ved gange automatisk bøyer seg på lignende måte som en riktig fot i "tåleddet", mot virkningen av den innebyggede motstanden som tas opp av det bremsede leddet 27 uten at det vrir seg nevneverdig. Når deretter foten begynner å løftes fra underlaget, gis tåpartiet 3 en mulighet til å fjære tilbake og derigjennom tilveiebringe fraskyvet i steget, som er så viktig for gange. Tilpasningen av tåpartiets lengde frem til kjernen 1 illustreres med en stiplet linje 50 i Fig. 2, og derav fremgår det entydig at dersom tåpartiet avkortes og kjernen gjøres tilsvarende lengre, øker bøyemotstanden i tåpartiet 3. En øket bøyemotstand i tåpartiet kreves også etter en tids benyttelse av en protese, på grunn av økt benstyrke. Another important function to make a foot prosthesis walk-friendly and correct is the step, and this function, which is directly dependent on the strengthened and weight-adapted joint function of the present prosthesis, is also built into this, and more precisely in its toe part 3 which consists of elastic material, in that its length up to the core 1 is adapted to the prosthesis wearer's weight and leg strength, and in that the material in the toe part 3 has greater hardness than in the sole 4. Furthermore, the toe part 3 should have a vaulted or bowl-shaped upper side, which gives greater resistance to bending of the toe section than a flat toe section. In other words, the toe section 3 has a built-in resistance to bending which is adapted to the prosthesis wearer's weight and leg strength, and which the braked joint 27 is able to take care of, so that the toe section 3 automatically bends when walking in a similar way to a proper foot in the "toe joint", against the effect of the built-in resistance which is taken up by the braked joint 27 without it twisting appreciably. When the foot then begins to be lifted from the ground, the toe part 3 is given an opportunity to spring back and thereby provide the repulsion in the step, which is so important for walking. The adjustment of the length of the toe section up to the core 1 is illustrated by a dashed line 50 in Fig. 2, and from this it is clear that if the toe section is shortened and the core made correspondingly longer, the bending resistance in the toe section 3 increases. An increased bending resistance in the toe section is also required after a period of use of a prosthesis, due to increased leg strength.

I protesefoten ifølge foreliggende oppfinnelse, finnes innebyggede egenskaper som gjør foreliggende protesefot enestående i sitt slag, og disse egenskaper ligger i at foreliggende protesefot In the prosthetic foot according to the present invention, there are built-in properties that make the present prosthetic foot unique in its kind, and these properties lie in the fact that the present prosthetic foot

står plant og stabilt på underlaget, stands flat and stable on the surface,

hele tiden følger gangretningen, hvilket eliminerer slitasje i kne- og hofteledd og forhindrer deformering av protesefoten, always follows the direction of walking, which eliminates wear and tear in the knee and hip joints and prevents deformation of the prosthetic foot,

har regulerbar hel, slik at protesebæreren kan benytte seg av sko med ulik helhøyde, has an adjustable heel, so that the prosthesis wearer can use shoes with different heel heights,

er hvelvet i fotbuen for å passe til alle typer sko, is arched in the arch to fit all types of shoes,

har rikelig høydeforskjell mellom helen og ballenlinjen B eller trålinjen, hvorved protesebæreren ikke behøver å skifte hel på skoene altfor ofte, has ample height difference between the heel and the ball line B or the string line, whereby the prosthesis wearer does not have to change the heel of the shoes too often,

tilpasser seg automatisk ved gange i nedover- henholdsvis oppoverbakker, adapts automatically when walking downhill or uphill,

har lav vekt, eksempelvis 550 g ved størrelse 41, has a low weight, for example 550 g for size 41,

gir protesebæreren en mulighet til selv å velge sine sko, samt gives the prosthesis wearer an opportunity to choose their own shoes, as well

har tilpasset hardhet i sålen og helen, hvilket gjør at protesebæreren unngår rygg- og soppskader, og dessuten får god balanse under gange. has adapted hardness in the sole and heel, which means that the prosthesis wearer avoids back and fungal injuries, and also has good balance when walking.

Foreliggende oppfinnelse er ikke begrenset til det ovenfor beskrevne og det som er vist på tegningene, men kan endres, modifiseres og kompletteres på mange ulike måter innenfor rammen for den opppfinnelsestanke som er definert i de etter-følgende patentkravene. The present invention is not limited to what is described above and what is shown in the drawings, but can be changed, modified and completed in many different ways within the scope of the inventive idea defined in the subsequent patent claims.

Claims

1. Device for a prosthesis where a prosthetic foot and associated lower leg are mutually united through a joint (27) which allows relative movement between the prosthetic foot and the lower leg under increasing resistance from damping means (41, 42) which are arranged on at least both sides of the joint, characterized in that the joint (27) is braked with a force that is adjustable and at least adapted to the weight of the prosthesis wearer, even before contact with any of the aforementioned damping means (41, 42) situated on both sides of the joint.

2. Device according to claim 1, characterized in that the force that brakes the joint (27) is such that it locks the joint (27) against movement when bending the toe part (3) of the prosthetic foot during walking, which toe part (3) preferably consists of elastic material, whereby this toe section has a built-in bending resistance that is adapted to the prosthesis wearer's weight and leg strength.

3. Device according to claim 1 or 2, where the prosthetic foot includes a rigid core (1), preferably of wood, and a body which is supported by this, which body is of elastic material and constitutes the toe part of the prosthetic foot (3), foot sole (4) and whole (5), characterized in that the transverse joint axis of the joint is parallel to the tread pad part (7) of the sole of the foot and the tread or ball line (B), and that the joint (27) includes a rigid joint pin (28) arranged in a hole in the core (1), which joint pin (28) forms a right angle with the surface when the prosthetic foot is adjusted correctly for walking and rests with its foot pad part (7) and its whole (5) against the surface, and which via the joint (27) connects a lower leg adapter (26) ) with the core (1) of the prosthetic foot, and the joint pin (28) mentioned therefor is arranged in a vertical plane which intersects the ball line (B) at right angles and forms the walking plane or direction of the prosthetic foot.

4. Device according to claim 3, characterized in that, in addition to the joint pin (28), the joint (27) comprises a bearing body (35) which is preferably made of elastic material, and a cover part (36) which rests against the bearing body (35) ) and is designed in the adapter (26), which cover part (36) has a shape corresponding to the bearing body (35) and is provided with a hole (38) elongated in the direction of travel, through which the pivot pin supported inflexibly in the core (1) (28) extends in the same way as through a hole (37) located in the bearing body (35), whereby the joint pin (28) which holds the joint (27) together is adjustably connected to the core (1) for regulating the joint's flexibility and mobility depending on the prosthesis wearer's weight and leg strength.

5. Device according to claim 4, characterized in that a brake layer (47) is arranged on the upper side of the cover part (3 6) which cooperates with this, which brake layer is preferably made of elastic material and is also passed through and held pressed against the cover part ( 36) of the pivot pin (28).

6. Device according to claim 4 or 5, characterized in that the bearing body is arranged in a support cradle (34) which is designed as part of the core (1) or as a separate part connected to the core (1).

7. Device according to one of the preceding claims, characterized in that a compression spring (43) is arranged as a braking aid in the damping member (41) which is located in front of the joint (22) in the direction of travel, which compression spring (43) has a spring force which is adapted to the prosthesis wearer's weight.